JP2009502366A - インピーダンスパラメータ値 - Google Patents

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Abstract

被験者のインピーダンス分析に使用される複数のパラメータ値を求める方法。本方法は、処理システムを使用して複数のインピーダンス測定値を対応する個数の周波数において求める。複数のインピーダンス測定値を使用して複数のパラメータ推定値を求める。複数の理論インピーダンス値を複数のパラメータ推定値に基づいて求める。複数の理論インピーダンス値を複数のインピーダンス測定値と比較して、複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の変更方法を決定する。次に、この変更方法を使用して、少なくとも一つのパラメータ推定値を変更する。複数のパラメータ値は一つ以上の変更済みパラメータ推定値に少なくとも部分的に基づいて求められる。

Description

本発明は、被験者のインピーダンス分析に使用されるパラメータ値を求めるための方法及び装置に関する。
本明細書においては先行刊行物（または、当該刊行物から得られる情報）、または公知になっている事項を参照するが、このような参照を行なうことが、先行刊行物（または、当該刊行物から得られる情報）または公知の事項が、本明細書に関係する開発分野において共通の一般的な知識の一部分を構成するという認識または容認、或いはいずれかの形態の示唆であるとは決して捉えられるものではなく、かつ捉えられるべきではない。
心機能または浮腫のような、被験者に関する生物学的パラメータを求める一つの既存の方法は、生体電気インピーダンス（bioelectrical impedance ）を利用したものである。この生体電気インピーダンス法では、被験者の体の電気インピーダンスを、その皮膚表面に配置された一連の電極を使用して測定する。次に、電気インピーダンスの変化または値を使用して液面変化のようなパラメータを求め、これらのパラメータを、心周期または浮腫の特性を表わす指標として使用する。
確実に測定値を解釈するには複素信号処理が必要になる。この処理に関する例が国際特許公開第ＷＯ２００４／０３２７３８に記載されており、この文献によれば、印加電流に対する患者の反応性を測定して多数のインピーダンス値を求める。そして、これらのインピーダンス測定値を、周波数に依存した軌跡としてプロットし、次いで、この軌跡を外挿（extrapolate ）して、ゼロ周波数及び無限大周波数でのインピーダンス値を求める。
しかしながら、このようなプロット及び外挿法は計算コストが高く付き、インピーダンス測定値をリアルタイムで、または計算能力の小さい携帯型器具の内部で分析することが難しくなる。
第１の一般的形態では、本発明により、被験者のインピーダンス分析に使用される複数のパラメータ値を求める方法が提供される。本方法は、処理システムにおいて：
ａ）複数のインピーダンス測定値を、対応する個数の周波数において求めること；
ｂ）前記複数のパラメータ値の推定値を求めること；
ｃ）前記複数のパラメータ推定値に基づいて複数の理論インピーダンス値を求めること；
ｄ）前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較すること；
ｅ）前記比較の結果に従って、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の少なくとも一つの変更方法を決定すること；及び
ｆ）前記決定した方法に従って、前記少なくとも一つのパラメータ推定値を変更すること、を含み、前記複数のパラメータ値が、一つ以上の前記変更されたパラメータ推定値の少なくとも一部に基づいて求められる。
概して、本方法は、前記複数のパラメータ推定値を繰り返し変更することにより前記複数のパラメータ値を求めることを含む。
概して、本方法では、前記処理システムにおいて、前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較することは：
ａ）前記複数のパラメータ推定値を使用して理論インピーダンス軌跡を求めること；
ｂ）各インピーダンス測定値に関連する測定インピーダンス軌跡を求めること；及び
ｃ）各測定インピーダンス軌跡と前記理論インピーダンス軌跡との交点を求めること、を含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）各交点に関連するポイントを求めること；
ｂ）当該ポイント群に少なくとも部分的に基づいて回帰直線を求めること；及び
ｃ）前記変更方法を、以下の項目：
ｉ）前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置；及び
ｉｉ）回帰直線の勾配、
のうちの少なくとも一つに少なくとも部分的に基づいて決定すること、を含む。
概して、本方法は、コンピュータシステムにおいて：
ａ）各交点のポイントに関連する一対の弦（a pair of chords）を求めることであって、前記一対の弦は、前記理論インピーダンス軌跡が所定のインピーダンス値を表す位置までの距離を表すものである、一対の弦を求めること；
ｂ）各一対の弦に関連するポイントを求めること；及び
ｃ）当該ポイント群の値に従って前記回帰直線を求めること、を含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）４つのインピーダンス測定値をそれぞれの周波数について求めること；
ｂ）各インピーダンス測定値を対応する理論インピーダンス値と比較すること；
ｃ）前記比較の結果に少なくとも部分的に基づいて、前記変更方法を決定すること、を含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）各インピーダンス測定値を対応する理論インピーダンス値と比較して一つのポイントを求めること；
ｂ）当該ポイント群に少なくとも部分的に基づいて回帰直線を求めること；及び
ｃ）前記変更方法を、以下の項目：
ｉ）前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置；及び
ｉｉ）前記回帰直線の勾配、
のうちの少なくとも一つに少なくとも部分的に基づいて決定すること、を含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）前記回帰直線と所定ポイントとの相対位置を求めること；及び
ｂ）前記複数のパラメータ推定値のうちの所定の一つを変更するための前記変更方法を前記相対位置を使用して決定すること、を含む。
概して、前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置を利用する本方法では；
ａ）前記回帰直線の勾配と、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つに基づく直線の勾配とを比較し；そして
ｂ）前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つに対する前記変更方法を当該比較の結果を使用して決定する。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）第１周波数でのインピーダンス測定値に基づくポイントを使用して、Ｒ０の推定値を変更すること；
ｂ）第２周波数でのインピーダンス測定値に基づくポイントを使用して、Ｒ∞の推定値を変更すること；及び
ｃ）前記回帰直線の勾配を使用してαの推定値を変更すること、のうちの少なくとも一つを含み、ここで、
αは、０〜１の間の値を有するものであり；
Ｒ０は、ゼロの印加角周波数での理論インピーダンスであり；そして
Ｒ∞は、無限大の印加角周波数での理論インピーダンスである。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて、パラメータ値Ｒ０、Ｒ∞、及びαを推定することを含み：ここで、
αは、０〜１の間の値を有するものであり；
Ｒ０は、ゼロの印加角周波数での理論インピーダンスであり；そして
Ｒ∞は、無限大の印加角周波数での理論インピーダンスである。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて、前記理論インピーダンスを次式：
Figure 2009502366
 を使用して求めることを含み：ここで、
Ｚは、角周波数ωでの測定インピーダンスであり；
Ｒ０は、ゼロ周波数での抵抗であり；
Ｒ∞は、無限周波数での抵抗であり；
τは、時定数であり；そして
αは、０〜１の間の値を有するものである。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて、前記複数のパラメータ値を使用して、以下の項目：
ａ）細胞内液に対する細胞外液の比；及び
ｂ）前記被験者における組織浮腫の有無及び重症度のうちの少なくとも一つを表す指標、
のうちの少なくとも一つを求めることを含む。
概して、本方法は、コンピュータシステムにおいて：
ａ）第１及び第２の人体セグメントに関連するパラメータ値を求めること；
ｂ）各人体セグメントに関して、細胞内液に対する細胞外液の比を表すインデックスを求めること；
ｃ）前記第１及び第２の人体セグメントに関する前記インデックスに基づいてインデックス比を求めること；
ｄ）前記インデックス比を少なくとも一つの基準と比較すること；及び
ｅ）組織浮腫の有無又は重症度を前記比較の結果に基づいて判断すること、
を含む。
概して、本方法は、コンピュータシステムにおいて、以下の項目：
ａ）前記複数のパラメータ値；
ｂ）前記細胞内液に対する細胞外液の比；及び
ｃ）前記被験者における組織浮腫の有無及び重症度のうちの少なくとも一つを表す指標、
のうちの少なくとも一つを表示することを含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて、前記複数のインピーダンス測定値を測定機器から受信することを含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）第１の電極群を使用して一つ以上の電気信号を前記被験者に印加することであって、前記一つ以上の電気信号は複数の周波数を有するものである、一つ以上の電気信号を印加すること；
ｂ）前記印加された一つ以上の電気信号に従って、前記被験者に設けられた第２の電極群を通じて測定される電気信号の指標を求めること；
ｃ）前記指標及び前記印加された一つ以上の電気信号に基づいて、前記複数の周波数の各々における瞬時インピーダンス値を求めること；及び
ｄ）当該複数の瞬時インピーダンス値を使用してインデックスを求めること、
を含む。
概して、本方法は、前記処理システムにおいて：
ａ）前記被験者に一つ以上の信号を印加するのに用いられる制御信号を生成すること；
ｂ）前記被験者に印加される前記一つ以上の信号の指標を受信すること；
ｃ）前記被験者について測定された一つ以上の信号の指標を受信すること；及び
ｄ）当該受信された指標を使用して前記複数のインピーダンス測定値を求めること、
を含む。
第２の一般的形態では、本発明により、被験者のインピーダンス分析に使用される複数のパラメータ値を求める装置が提供される。本装置は：
ａ）複数のインピーダンス測定値を、対応する個数の周波数において求め、
ｂ）前記複数のパラメータ値の推定値を求め、
ｃ）前記複数のパラメータ推定値に基づいて複数の理論インピーダンス値を求め、
ｄ）前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較し、
ｅ）前記比較の結果に従って、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の少なくとも一つの変更方法を決定し、
ｆ）前記決定した方法に従って、前記少なくとも一つのパラメータ推定値を変更する、
ための処理システムを含む。
概して、本装置は：
ａ）前記各周波数の交流電流を生成する電流源；
ｂ）前記生成された交流電流を被験者に供給する少なくとも２つの供給電極；
ｃ）前記被験者からの電圧を検出する少なくとも２つの測定電極；及び
ｄ）前記少なくとも２つの測定電極に接続されたセンサ、
を含み、前記センサは、前記処理システムによってインピーダンス測定値を求めることができるように前記処理システムに接続されている。
概して、前記電流源は、前記各周波数の交流電流を：
ａ）複数の信号を重畳することにより各周波数の交流電流を同時に生成すること；及び
ｂ）各交流電流が順次、対応する周波数となるように複数の交流電流を生成すること、
のうちの少なくとも一つによって生成する。
概して、本装置は、本発明の第１の一般的形態の方法を実行するために設けられる。
第３の一般的形態では、本発明により、被験者における一つ以上の症状の有無又は重症度を診断する方法が提供される。本方法は、処理システムにおいて：
ａ）複数のインピーダンス測定値を、対応する個数の周波数において求めること、
ｂ）前記複数のパラメータ値の推定値を求めること、
ｃ）前記複数のパラメータ推定値に基づいて複数の理論インピーダンス値を求めること、
ｄ）前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較すること、
ｅ）前記比較の結果に従って、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の少なくとも一つの変更方法を決定すること、
ｆ）前記決定した方法に従って、前記少なくとも一つのパラメータ推定値を変更することであって、前記複数のパラメータ値が、一つ以上の変更されたパラメータ推定値の少なくとも一部に基づいて求められること；及び
ｇ）前記求められた複数のパラメータ値を、前記被験者における一つ以上の症状の有無又は重症度を診断するために使用すること、を含む。
本発明の一般的形態は、個々に又は組み合わせて使用することで、或る範囲の症状及び疾病の有無又は重症度の診断に使用することができる。なお、症状及び疾病としては、これらには制限されないが、浮腫、肺浮腫、リンパ浮腫、身体組成変化、心機能変化などを挙げることができる。
図１は等価回路であり、この等価回路は、生体組織の電気的活動を効果的にモデル化している。等価回路は２つの分岐を有し、これらの分岐は細胞外液及び細胞内液を流れる電流を表わす。生体インピーダンスの細胞外液成分はＲｅで表わされ、生体インピーダンスの細胞内液成分はＲｉで表わされる。細胞内液を移行する経路の細胞膜の容量はＣで表わされる。
交流電流（ＡＣ）に対するインピーダンスの細胞外液成分及び細胞内液成分の相対絶対値は周波数によって変わる。ゼロ周波数では、キャパシタは完全な絶縁体として作用するので、全ての電流が細胞外液を流れ、従ってゼロ周波数での抵抗Ｒ０はＲｅに等しくなる。無限周波数では、キャパシタは完全な導体として作用するので、電流は並列合成抵抗を流れる。無限周波数での抵抗はＲ∞＝ＲｉＲｅ／（Ｒｉ＋Ｒｅ）で与えられる。
従って、ω＝２π×周波数とした場合の角周波数ωでの図１の等価回路のインピーダンスは次式により与えられる。
Figure 2009502366
 ここで上式では、
Ｒ∞＝無限大の印加周波数でのインピーダンス＝ＲｉＲｅ／（Ｒｉ＋Ｒｅ）であり、
Ｒ０＝ゼロの印加周波数でのインピーダンス＝Ｒｅであり、
τは容量回路の時定数である。
しかしながら、上式は、細胞膜が不完全なキャパシタであるという事実を考慮に入れていない理想状態を表わしている。細胞膜が不完全なキャパシタであることによる影響は、一定の位相要素を取り入れた別の等価回路を使用することによりモデル化され、この位相要素は多くの場合、周波数によって変わる抵抗体及びキャパシタを並列接続した構成として表わされる。このような回路は既に刊行物に記載されており、例えばAcademic Press London, 2000 に掲載されたS. Grimnes及びO. G. Martinsen による「生体インピーダンス及び生体電気の基礎」と題する論文に記載されているので、ここでは更に詳細に説明することはしない。しかしながら、この位相要素を考慮に入れることにより改良版モデルが得られ、このモデルでは次式が成り立つ。
Figure 2009502366
 ここで上式において、αは０と１との間の値であり、理想モデルからの実際の系の変位を表わす指標と考えることができる。
この技術分野の当業者であれば、次のプロセスは上述のモデルのいずれかに従って実行することができるが、式（２）によって表わされる第２モデルは、被験者のインピーダンス特性を相対的に正確に表わすので使用する上で好ましいことを理解し得る。
上記したように、Ｒ０及びＲ∞の所望の値を求める先行技術によるアプローチでは、インピーダンス測定を複数の周波数で行ない、「Wessel」（Cole-Cole としても知られる）プロットの一部を形成している。プロットを外挿することによりＲ０、Ｒ∞を図２に示すように求めることができる。
次に、所定の体内部分に関するＲ０及びＲ∞の値を求める一例の概要について図３を参照しながら説明する。
この例では、ステップ１００において、被験者のインピーダンスＺを多数の異なる周波数において測定する。ステップ１１０では、測定インピーダンスを使用して、パラメータＲ０、Ｒ∞、及びαの値のようなパラメータ初期推定値を規定する。この処理は、以下に更に詳細に説明する多数の方法のうちのいずれか一つの方法を使用して行なうことができる。
ステップ１２０では、推定値とインピーダンス測定値との相関度を、例えば推定値を使用して、複数の測定周波数ωｉの各周波数における理論インピーダンス値Ｚｔを、式（２）を使用して計算することにより求める。次に、これらの値をインピーダンスＺｉの測定値と比較することができる。
ステップ１３０では、比較の結果を、特に測定インピーダンスＺｉと理論インピーダンスＺｔとの差を使用して、これらのパラメータのうち選択された一つのパラメータの変更方法を決定する。この決定した方法に従ってパラメータを変更するが、この場合、理論インピーダンスＺｔがステップ１４０で再計算される。
比較をステップ１５０で繰り返し、この場合、推定パラメータ値が許容されるかどうかをステップ１６０で分析する。この処理は通常、計算インピーダンス値と測定インピーダンス値との差が、通常、最終測定において必要となる確度レベルに基づいて設定される所定範囲に収まるかどうかを判断することにより行なわれる。
推定値が許容されない場合、プロセスはステップ１３０に戻って、パラメータ群のうちの同じパラメータまたは異なるパラメータの変更方法を決定する。
このプロセスを、推定パラメータ値がステップ１６０で許容できると判断されるまで繰り返し、この判断ポイントにおいて、Ｒ０及びＲ∞の推定値は、浮腫、無脂肪組織、心機能などのような種々の体内機能を表わすパラメータを求めるために使用することができる。
次に、被験者のインピーダンスの分析を行ない、インピーダンスパラメータ値を求めるために適する装置の例について図４を参照しながら説明する。
図示のように、装置は測定機器１を備え、測定機器１は、信号発生器１１及びセンサ１２に接続される処理システム２を含む。使用状態では、信号発生器１１及びセンサ１２は、被験者Ｓの上に装着された対応する電極１３，１４，１５，１６にリード線Ｌを介して図示のように接続される。なお、任意の外部インターフェース２３を使用して、測定機器１を、外部データベース、リモート処理システムまたはコンピュータシステム、バーコードスキャナなどのような一つ以上の周辺機器４に接続することもできる。
使用状態では、処理システム２は制御信号を生成するように構成され、制御信号は信号発生器１１に指示を与えて、電圧信号または電流信号のような一つ以上の交流信号を生成させる。これらの交流信号は被験者Ｓに電極１３，１４を介して印加される。次に、センサ１２は、被験者Ｓに発生する電圧、または被験者Ｓを流れる電流を、電極１５，１６を使用して求め、適切な信号を処理システム２に転送する。
従って、処理システム２は、任意の形態の処理システムとすることができ、所定の形態の処理システムは、適切な制御信号を生成し、測定信号を表わす指標を解釈して被験者の生体電気インピーダンスを求め、適宜、心臓パラメータ、または肺浮腫の有無、または重症度のような他の情報を求める。
従って、処理システム２は、ラップトップ、デスクトップ、ＰＤＡ，スマート電話機などのような適切にプログラムされたコンピュータシステムとすることができる。別の構成として、処理システム２は特殊仕様ハードウェアにより構成することができる。同様に、Ｉ／Ｏ機器は、タッチスクリーン、キーパッド、及びディスプレイなどのようないずれかの適切な形態とすることができる。
処理システム２、信号発生器１１、及びセンサ１２は、共通の筐体に組み込んで、一体構造の機器として構成できることを理解し得る。別の構成として、処理システム２は信号発生器１１及びセンサ１２に、有線接続または無線接続を介して接続することができる。これにより、処理システム２を信号発生器１１及びセンサ１２から離れた位置に設けることができる。従って、処理システム２が被験者Ｓから離れた位置に配置された状態で、信号発生器１１及びセンサ１２を、被験者Ｓの近くの病棟に設ける、または被験者Ｓに装着させることができる。
一つの例では、外側電極ペア１３，１４は、被験者Ｓの胸部及び首部分に装着される。しかしながら、装着箇所は、実施している分析の性質によって変わる。従って、例えばこの電極配置は心機能分析に適するが、リンパ浮腫では、電極は通常、必要に応じて手足に装着される。
一旦、電極が装着されると、交流信号が被験者Ｓに印加される。この処理は、複数の周波数の交流信号を同時に印加することにより、または異なる周波数の多数の交流信号を連続して印加することにより行なわれる。印加信号の周波数範囲は、実施する分析によっても変わり得る。
一つの例では、印加信号は、一定の電流を流す、または小さい電流を流す電流源からの多くの周波数成分を含む電流であるので、この電流は被験者の最大許容通過電流を超えない。しかしながら、別の構成として、電圧信号を、測定対象となっている被験者に電流が流れるように印加することもできる。この信号は、一定の電流信号、インパルス関数によって表現される信号、または電流を測定する場合の一定の電圧信号とすることができるので、当該信号は被験者の最大許容通過電流を超えない。
電位差及び／又は電流が内側電極ペア１５，１６の間で測定される。獲得信号及び測定信号は、ＥＣＧのような、人体表面での複数の電位分布、及び印加電流により生成される複数の電位分布を重ねた図となる。
任意であるが、内側電極ペアの間の距離を測定し、記録することができる。同様に、身長、体重、年齢、性別、健康状態、いずれかの介入、及び介入が行なわれた日付け、及び時刻のような被験者に関する他のパラメータを記録することができる。電流治療のような他の情報を記録することもできる。
インピーダンスの高精度測定を容易にするために、バッファ回路がコネクタの内部に設けられ、これらのコネクタを使用して電圧検出電極１５，１６がリード線Ｌに接続される。これにより、確実に被験者Ｓの電圧反応を高精度に検出可能となり、特に、リード線Ｌの応答に起因する測定電圧への影響を容易に除去できるとともに、信号損失を一層小さくすることができる。
これによって、リード線Ｌの動きによって発生するアーチファクトが非常に小さくなる。これは透析中に特に重要となる。この理由は、透析時間が普通数時間続き、かつ被験者が動き回ってこの時間の間に位置が変わるからである。
別の選択肢は電圧の差分を測定することであり、これは、各電極１５での電位を測定するために使用されるセンサによって、単一終端システムと比べると電位の半分を測定するだけで済むことを意味する。
電流測定システムでは、バッファを、電極１３，１４とリード線Ｌとの間のコネクタに配置することもできる。一つの例では、電流を被験者Ｓに対称に流す、または供給することができ、これによって同じように、コモンモード電流を半分にすることにより寄生容量を大きく減らすことができる。対称系を使用する別の大きな利点は、各電極１３，１４のコネクタに組み込まれるマイクロ電子機器によって、被験者Ｓ、従ってリード線Ｌが動くときに発生する寄生容量を無くすことができるということである。
獲得信号を復調して印加周波数での系のインピーダンスを取得する。重畳周波数を復調する一つの適切な方法では、高速フーリェ変換（ＦＦＴ）アルゴリズムを使用して時間領域データを周波数領域に変換する。この処理は通常、印加電流信号が印加周波数を重畳した信号である場合に使用される。測定信号に対して窓掛け処理が不要となる別の方法がスライディングウィンドウ（sliding window）ＦＦＴである。
印加電流信号が種々の周波数を掃引することによって得られる場合、測定信号に、信号発生器から生成される基準正弦波及び余弦波、すなわち測定正弦波及び余弦波を乗算し、複数のサイクル全体に渡って積分する処理のような処理方法を使用するのがごく一般的である。このプロセスでは、全ての高調波の応答を阻止し、そしてランダムノイズを大幅に低減する。
他の適切なデジタル及びアナログ復調処理はこの技術分野の当業者には公知である。
インピーダンス測定値またはアドミタンス測定値は各周波数の信号から、記録電圧及び電流信号を比較することにより求められる。復調アルゴリズムによって、各周波数での振幅及び位相を表わす信号が生成される。
次に、生体インピーダンス分析を行なう装置の動作の例について、図５を参照しながら説明する。
ステップ５００では、処理システム２は制御信号群を生成するように動作し、これらの制御信号を信号発生器１１にステップ５１０で供給する。その結果、その信号発生器によって交流電流信号が被験者Ｓにステップ５２０で印加される。通常、多数の周波数ｆｉの各周波数の信号を印加して、周波数分析を複数回行なえるようにする。
ステップ５３０では、センサ１２は被験者Ｓからの電圧信号を検出する。ステップ５４０では、測定機器は、被験者Ｓからの電圧信号及び電流信号をデジタイズし、サンプリングして、これらのサンプリング済み信号を使用して、被験者Ｓの瞬時生体インピーダンス値をステップ５５０で求める。
次に、装置の別の例について、図６を参照しながら更に詳細に説明する。
この例では、処理システム２は第１処理システム１０及び外部インターフェース２３を含み、第１処理システム１０はプロセッサ２０と、メモリ２１と、入力／出力（Ｉ／Ｏ）デバイス２２と、を有し、第１処理システム１０の構成要素及び外部インターフェース２３はバス２４を介して互いに接続される。処理システム２は更に、処理モジュールの形態の第２処理システム１７を含む。マイクロロジックコントローラのようなコントローラ１９を設けて、第１処理システム１０及び第２処理システム１７の起動を制御することもできる。
使用状態では、第１処理システム１０は第２処理システム１７の動作を制御し、これによって異なるインピーダンス測定手順を実行することができ、他方、第２処理システム１７は特殊な処理タスクを実行することにより、第１処理システム１０での必要な処理要件を軽減する。
従って、制御信号の生成だけでなく、瞬時インピーダンス値を求める処理を第２処理システム１７が行なうので、この第２処理システムをカスタムハードウェアなどで構成することができる。一つの特定の例では、第２処理システム１７はフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）で構成されるが、磁気演算モジュールのようないずれかの適切な処理モジュールを使用することもできる。
第１処理システム１０及び第２処理システム１７、及びコントローラ１９の動作は通常、１セット以上の適切な命令を使用して制御される。これらの命令はいずれかの適切な形態とすることができる。これらの命令を組み込む手段として、ソフトウェア、ファームウェア、エンベデッドシステムなどを挙げることができる。
コントローラ１９は通常、測定機器の起動を、オン／オフスイッチ（図示せず）を使用して検出するように動作する。一旦、コントローラが機器の起動を検出すると、コントローラ１９は所定の命令を実行し、今度はこれらの命令によって、第１処理システム１０及び第２処理システム１７が起動し、システムの起動では、これらの処理システムへの電源の供給が必要に応じて制御される。
次に、第１処理システム１０は、第２処理システム１７が実行する例えばファームウェアのような命令を制御し、この制御によって第２処理システム１７の動作を変更するように動作する。更に、第１処理システム１０は、第２処理システム１７が求めたインピーダンスを分析して、生物学的パラメータを求めるように動作する。従って、第１処理システム１０は、カスタムハードウェアなどで構成して、適切なアプリケーションソフトウェアを実行し、以下に更に詳細に説明するプロセスを実行することができるようにする。
第１処理システム１０と第２処理システム１７との間でこのように処理を分割する手法は必須ではないが、以下の説明から明らかになる多くの利点が得られることを理解し得る。
この例では、第２処理システム１７は、プログラマブルモジュール３６及びバス３５に接続されるＰＣＩブリッジ３１を図示のように含む。バス３５が処理モジュール３２，３３，３４に接続され、これらの処理モジュールはＡＤＣ（アナログ−デジタル変換器）３７，３８、及びＤＡＣ（デジタル−アナログ変換器）３９にそれぞれインターフェース接続される。
プログラマブルモジュール３６はプログラマブルハードウェアで構成され、プログラマブルハードウェアの動作は、通常、第１処理システム１０からダウンロードされる命令を使用して制御される。ハードウェア３６の構成を指定するファームウェアは、メモリ２１のフラッシュメモリ（図示せず）に格納することができる、または外部ソースから外部インターフェース２３を経由してダウンロードすることができる。
別の構成として、命令は第２処理システム１７の内蔵メモリに格納される。この例では、第１処理システム１０は通常、ファームウェアを、それを第２処理システム１７に実行させる前に選択して実行する。これにより、ファームウェアにエンコードされている機能を選択的に起動することができる。この処理を、例えばコンフィグレーションファイルのようなコンフィグレーションデータ、あるいはアプリケーションソフトウェアまたはファームウェアなどを表わす命令を使用して実行することもでき、これについては以下に更に詳細に説明する。
いずれの場合においても、これによって第１処理システム１０を使用して第２処理システム１７の動作を制御して、所定の電流シーケンスを被験者Ｓに印加することができる。従って、例えば異なる周波数で連続して印加される電流信号を使用するのではなく、多数の重畳周波数により形成される電流信号を使用することにより、電流信号を使用して多数の周波数でのインピーダンスを同時に分析しようとする場合には、例えば異なるファームウェアが利用される。
これによって、適切な測定方式の選択を行なうことにより、或る範囲の異なる電流シーケンスを被験者に印加することができる。一旦、この処理が行なわれると、ＦＰＧＡは、被験者Ｓに印加される一連の適切な制御信号Ｉ＋，Ｉ−を生成するように動作する。センサ１２を使用して検査されている被験者に誘導される電圧によって、インピーダンス値を第２処理システム１７によって求め、分析することができる。
第２処理システム１７を使用することにより、処理の大部分をカスタム構成ハードウェアを使用して実行することができる。これにより多数の利点が得られる。
第１の利点として、第２処理システム１７を使用することにより、カスタムハードウェア構成を、適切なファームウェアを使用して適合化することができる。これによって、単一の測定機器を使用して或る範囲の異なるタイプの分析を行なうことができる。
第２の利点として、第２処理システム１７を使用することにより、第１処理システム１０で必要とされる処理要件を減らすことができる。これによって、第１処理システム１０を、非常に簡単なハードウェアを使用して実装することができ、同時に更に、測定機器に十分な分析を実行させてインピーダンスを解釈させることができる。このため、例えば「Wessel」プロットを、インピーダンス値を使用して生成して、心機能に関するパラメータを求めるだけでなく、肺浮腫の有無を判断することができる。
第３の利点として、第２処理システム１７を使用することにより測定機器１を更新することができる。従って、例えば改良型分析アルゴリズムが構築される場合、または改良型電流シーケンスが特定のインピーダンス測定方式に関して決定される場合、測定機器は、新規のファームウェアをフラッシュメモリ（図示せず）または外部インターフェース２３を経由してダウンロードすることにより更新することができる。
上記例では、処理は第２処理システム１７によって一部行なわれ、第１処理システム１０によって一部行なわれることが分かるであろう。しかしながら、処理を、ＦＰＧＡのような単一の素子、またはもっと汎用化された処理システムによって行なうことも可能である。
ＦＰＧＡはカスタマイズ可能な処理システムであるので、ＦＰＧＡは汎用性の高い処理システムよりも動作効率が高くなり易い。その結果、ＦＰＧＡのみを使用する場合、全体的に少なくなった量の処理を行なうことが一般的に可能になり、これによって、消費電力及び規模を小さくすることができる。しかしながら、柔軟度が低くなる、特に実行することができるインピーダンス処理及び分析の範囲が狭くなる。
逆に、汎用処理システムのみを使用する場合、柔軟性が効率の低下を伴ないながら高くなり、その結果、規模及び消費電力が大きくなる。
次に、インピーダンス測定値を図４または図６の装置を利用して分析するプロセスの例について、図７Ａ〜７Ｃ、及び８Ａ〜８Ｃを参照しながら説明する。
詳細には、ステップ２００において、このプロセスでは、少なくとも４つの角周波数ωｉの各々でのインピーダンスＺｉを測定する。ステップ２１０では、Ｒ０，Ｒ∞，及びαの値を推定し、次にそれらを使用して理論インピーダンス軌跡Ｚｔを推定値に基づいて、かつ上式（２）を使用してステップ２２０で計算する。
パラメータ値の初期推定は多数の方法のうちのいずれか一つの方法で行なうことができる。この初期推定では、例えば所定範囲のインピーダンス測定値に対応する推定パラメータ値を格納するルックアップテーブルを使用する。従って、ルックアップテーブルは所定の測定周波数に関して、多数の異なる範囲の測定インピーダンス値を表示することができ、この場合、対応するセットの推定値が各範囲に割り当てられる。
別の構成として、オペレータは初期パラメータ値の推定を行なう、または事前設定初期推定値を、好適な実施形態によって変更して使用することができる。
ここで、理論インピーダンス軌跡は、パラメータτの値を必要とすることなく、インピーダンス軌跡が図８Ｂに示すように半円を描くという前提に基づいて計算される。従って、パラメータＲ０，Ｒ∞，及びαの値が与えられると、τの値は上式（２）の既知の性質を使用して求めることができる。
上述のプロセスによって４つの未知の変数、すなわちＲ０，Ｒ∞，α，及びτの値が求められると、少なくとも４つの測定インピーダンス値を使用して固有解を求める必要がある。この場合、値τはＲ０，Ｒ∞，αの推定値に基づいて求められるので、τの値を使用してＲ０，Ｒ∞，αの推定の精度を見積もることができる。
この点に関して、τの値は特性周波数（最大インピーダンスとなるときの周波数）にｆｃ＝１／２πτによって関連付けられる。従って、一旦、Ｒ０，Ｒ∞，及びαの値が求まると、特性周波数の値が個別に求まるので、τは各測定インピーダンス値に基づいて求められる。Ｒ０，Ｒ∞，及びαのパラメータ値が正しい場合、各測定インピーダン信号に関して計算される特性周波数の値は同じになるので、推定値をチェックすることが可能になる。実際、この処理は、プロットを生成することにより行なわれ、これについて次に説明する。
詳細には、各インピーダンス軌跡Ｚｉが理論インピーダンス軌跡Ｚｔと交わる交点をステップ２３０で求める。この例を図８Ａに示すが、この図では、４つの測定インピーダンスＺ１，Ｚ２，Ｚ３，Ｚ４の各々の軌跡が理論インピーダンス軌跡Ｚｔと交わる様子を示している。ステップ２４０では、この図を使用して、各交点についての弦の長さ（chord lengths ）Ｕｉ，Ｖｉを求める。弦の長さＵｉ，Ｖｉを求める方法の例を図８Ｂに示す。
この技術分野の当業者であれば、ステップ２２０〜２４０は、測定インピーダンス軌跡Ｚｉ及び理論インピーダンス軌跡Ｚｔを物理的曲線としてプロットすることにより行なわれるが、この処理は必須ではないことを理解し得る。従って、例えば適切な計算を別の方法として行なってこれらの交点の理論座標を求めることもできる。
ステップ２５０では、各交点に対する弦の長さの比Ｕｉ／Ｖｉを求め、ステップ２６０でこの比を使用して対応するポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４を、交点の各々に対応するようにｌｏｇｅ（Ｕｉ／Ｖｉ）をｌｏｇｅ（ωｉ）に対してプロットすることによりプロットする。ステップ２７０では、処理システム２が直線回帰を、ポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４を利用して行なって、回帰直線Ｌを図８Ｃに示すように求める。
回帰直線Ｌをこの例において使用するが、Ｐ１とＰ４との間に延びるどのような直線を使用しても処理することができる。この理由は、この方法では、直線の勾配を分析し、次にこの勾配を、勾配が観測値に一致するまで変更するからである。しかしながら、回帰直線を使用することにより、確実に初期フィッティングが最大限の精度で行なわれるので、計算要件が緩和される。
次に、処理システム２は回帰直線を使用してＲ０，Ｒ∞，及びαの推定値の精度を高めることができる。この処理は、次の項目を考慮に入れることにより行なわれる。
・回帰直線の上方、または下方のＰ２の位置は、Ｒ０を変更することによって大きく変わり、従ってＲ０を推定するためのフィードバックとして使用することができる。
・回帰直線の上方の、または下方のＰ３の位置は、Ｒ∞を変更することによって大きく変わり、従ってＲ∞を推定するためのフィードバックとして使用することができる。
・回帰直線Ｌの勾配は（α−１）として定義される目標勾配Ｔと比較することができ、従ってαを推定するためのフィードバックを供給するために使用することができる。
この点に関して、Ｐ２及びＰ３の値を使用してＲ０及びＲ∞をそれぞれ推定するが、これは、これらのポイントがＲ０及びＲ∞の近傍のインピーダンス測定値を利用して得られるので、これらのＲ０及びＲ∞の推定値に与える影響が一層大きくなるからである。
ステップ２８０では、処理システム２は回帰直線Ｌに対するポイントＰ２の相対位置を求め、ポイントＰ２が回帰直線Ｌ上に位置するかどうかをステップ２９０で判断する。
この点に関して、分析は通常、完全ではなく、Ｒ０，Ｒ∞の結果値に対する必要精度を考慮に入れることになる。従って、分析では通常、ポイントＰ２が回帰直線Ｌから所定距離内に位置するかどうかを判断する。
ポイントＰ２が回帰直線Ｌから所定距離内に位置しない場合、処理システム２はＲ０の値を変更するように動作し、回帰直線をステップ３００で再計算する。Ｒ０の変更を行なって、Ｒ０の値が増加するかまたは減少するかどうかが、回帰直線Ｌに対するポイントＰ２の相対位置によって変わるようにする。従って、例えばＰ２が直線の上方に位置する場合、Ｒ０の値を減少させる。これにより、確実に、Ｒ０の推定値を変更することによって必ず推定精度が高くなって、適切な推定値を計算するための計算要件が緩和される。
回帰直線Ｌの再計算は、ステップ２１０〜２７０で示した一般的な方法を使用して行なわれるので、再計算の詳細については触れないこととする。
ポイントＰ２が回帰直線Ｌ上に位置する場合、または一旦、回帰直線がステップ３００で変更されると、処理システム２は、回帰直線Ｌに対するポイントＰ３の位置をステップ３１０で求める。ここでも同じように、ポイントＰ３が回帰直線Ｌ上に位置しない、或いは回帰直線Ｌから所定距離内に位置しないことがステップ３２０で判断される場合、この情報を使用してＲ∞の値をステップ３３０で変更し、回帰直線を再計算する。この場合、Ｐ３が直線の上方に位置する場合、Ｒ∞の値を減少させる。ここでも同じように、この処理は、複数のステップを使用し、ステップ２１０〜２７０を繰り返すことにより行なうことができる。
一旦、この処理が完了すると、処理システム２は、全ての４つのポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４が回帰直線Ｌ上に位置するか、それとも回帰直線Ｌから所定距離内に位置するかどうかをステップ３４０で分析する。全ての４つのポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４が前述の条件を満たさない場合、処理システム２はステップ２８０に戻って、ポイントＰ２の位置を求め、その後ステップ２８０〜３４０を繰り返す。
一旦、全ての４つのポイントが回帰直線Ｌ上に位置するか、もしくは回帰直線Ｌから所定距離内に位置する場合、プロセスがステップ３５０に進むことにより、処理システム２に、回帰直線Ｌの勾配を、（α−１）で与えられる目標勾配Ｔで表わされる勾配と比較させることができる。
ステップ３６０において、これらの勾配が等しくない、或いは所定範囲内に収まらないと分析される場合、処理システム２はαの値を変更し、その後ステップ２８０に戻って回帰直線Ｌを再計算し、そしてここでも同じようにして、ポイントＰ２，Ｐ３及び回帰直線Ｌの相対位置を分析する。
一旦、Ｒ０，Ｒ∞，及びαの推定値が最終的に決定されると、ポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４は勾配（α−１）を持つ直線上に位置する必要があり、この場合、ｌｏｇ（Ｕ／Ｖ）は特性周波数ｆｃ＝１／２πτでゼロになる。
従って、推定値を使用して共通の回帰直線Ｌを求めることにより、この求めた回帰直線を利用してＲ０，Ｒ∞，及びαの推定の精度を効果的に検証することができる。
ステップ３８０では、処理システム２は少なくともＲ０及びＲ∞の値を求め、適宜、値τを求めることもできる。次に、これらの値を被験者に対する分析に使用することができる。
この処理は多数の方法によって行なうことができ、いずれの方法を使用するかは、モニタリング対象の患者の特定の症状によって変わる。
例えば、組織浮腫の有無、または重症度を分析する際、複数のパラメータを使用して、細胞外液成分及び細胞内液成分の比を利用するインデックスＩを求めるのが普通であり、インデックスＩは次式により与えられる。
Figure 2009502366
 この分析は通常、インデックスＩを所定の基準または範囲と比較することにより行なわれ、所定の基準または範囲は、例えば次の項目に基づいて求めることができる。
・基準集合の分析；
・経時的な分析（longitudinal analysis ）としても知られている手法である、被験者に対して前に求めたインデックスとの比較；
・個体の一つ以上の他の人体セグメントから得られるインデックス。
従って、上の方法を使用して求められるパラメータ値は、身体組成、浮腫検出を分析する処理、心機能をモニタリングする処理などに使用することができる。
いずれにせよ、上述のプロセスは、インピーダンスをモデル化するために使用することができるパラメータ値を推定することにより動作する。モデルによって予測される理論インピーダンス値を測定値と比較することにより、推定パラメータ値を変更することができる。この点に関して、比較は、推定パラメータ値を変更すべき方法を決定して、許容可能なパラメータ値を取得するために必要な処理を大きく減らすようにして行なわれる。
従って、この処理は、計算値と測定値の差の絶対値のみを分析する最小二乗アプローチのような他の繰り返し方法とは明らかに異なる。このようなアプローチでは、絶対値の分析は、推定値を変更することによって推定の精度が低くなって、満足の行く推定値を取得するために必要な処理が増大するようにしか作用しない。更に、このプロセスでは、Ｒ０，Ｒ∞，τ，及びαに対応する４つのパラメータ値の各々を効果的に調整し、この調整値を使用して誤差表面を「分析する」ので、プロセスでは、必ずしも最良のパラメータ組み合わせに対応することがない極小値の位置が特定される恐れがある。
これとは異なり、上記プロセスでは、フィードバックを行なって、３つの推定パラメータ値Ｒ０，Ｒ∞，及びαの調整方法を制御し、この場合、４番目のパラメータτを使用して、確実に推定値が正しくなるようにする。従って、推定値の変更方法が決定されるので、これによって処理要件が大幅に低減し、プロセスが値Ｒ０，Ｒ∞をリアルタイムで求めるために適するプロセスとなる。
上述の例では、測定インピーダンス値の処理が、処理システム２によって行なわれるものとして説明されている。この点に関して、プロセスは、第１処理システム１０または第２処理システム１７のうちのいずれか一方の処理システム、または２つの処理システムを組み合わせたシステムによって全て実行することができることを理解し得る。
更に、または別の構成として、複数の処理タスクのうちの一つ以上のいずれかのタスクは、測定機器に外部インターフェース２３を経由して接続されるコンピュータシステムなどのようなリモート処理システムによって実行することができる。従ってこの構成では、リモート処理システムは処理システム２の一部または全体を効果的に構成する。従って、この構成によって、測定機器１はインピーダンス測定手順を実行し、結果として得られるインピーダンス測定値をリモート処理システムに供給することができ、更にインピーダンスパラメータ値を上述のプロセスを使用して計算することができる。別の構成として、計算は測定機器内で全てを行なうことができる。
いずれにせよ、一つの例では、リモート処理システムは、第１処理システム１０が実行するタスクを代わりに実行するので、測定機器１を、外部インターフェース２３に直接接続される第２処理システム１７のみを含む構成で設けることができる。この構成によって、測定機器１をリモート処理システムによって制御することができる。この構成は通常、リモート処理システムに実装される適切なアプリケーションソフトウェアを使用することにより得られる。
別の例では、上述のプロセスは、心臓ペースメーカまたは除細動器のような植込み型器具を含む別の測定機器に使用することができる。詳細には、植込み型器具の場合、器具の消費電力及び物理サイズの両方を最小にして、器具を実用的に使用することができるようにするのが普通である。その結果、植込み型器具は通常、処理能力が非常に小さく、かつ普通、信号の位相を一つよりも多くの周波数で測定することができない。
従って、上述のプロセスを使用して、浮腫または心機能のような種々の心臓パラメータを、インピーダンスの絶対値を幾つかの周波数でのみ測定することにより推定することができる。このアプローチによって、低電力で小型の植込み型器具に関する複数の周波数での結果の推定が可能になる。
上記説明では、浮腫及びリンパ浮腫の両方について参照してきたが、これは、当業者にとっては、上記方法及び装置は、インピーダンス測定のいずれの形態にも利用することができ、これらの形態のインピーダンス測定は、これらには制限されないが、身体組成変化、心機能変化、組織浮腫、肺浮腫などに対して行われる。本方法を使用して、前に求めたインデックス、異なる解剖学的領域または異なる個体から求まるインデックスのような基準と比較することができるインデックスを求めることもできるので、種々の分析を、プロセスが使用される環境によって変わる形で行なうことができる。
本明細書全体を通じて、本明細書の目的は、本発明の好適な実施形態について、本発明をいずれか一つの実施形態、または特定の機能集合に制限することなく説明することであり、種々の変更及び変形を、説明かつ例示した実施形態に本発明から逸脱しない限り加えることができる。
従って、例えば、上記種々の例の中の複数の機能は必要に応じて互いに入れ替えて使用することができることを理解し得る。更に、上記例では、ヒトのような被験者に注目したが、上記した測定機器及び方法は、いかなる動物にも適用することができ、動物として、これらには制限されないが、霊長類、家畜類、競走馬のような競技用動物などを挙げることができる。
上述のプロセスは、或る範囲の症状及び疾病の有無、または重症度を診断するために使用することができ、症状及び疾病として、これらには制限されないが、浮腫、リンパ浮腫、身体組成変化、心機能変化などを挙げることができる。
生体組織の理論的等価回路の例を模式的に示す。 「Wessel」プロットとして知られるインピーダンス軌跡の例である。 インピーダンス測定に関連するパラメータを求めるプロセスの概要のフローチャートである。 生体インピーダンスをモニタリングする装置の第１の例の模式図である。 インピーダンスを求める処理を実行するプロセスの例のフローチャートである。 生体インピーダンスをモニタリングする装置の第２の例の模式図である。 インピーダンス測定に関連するパラメータを求めるプロセスの例のフローチャートである。 インピーダンス測定に関連するパラメータを求めるプロセスの例のフローチャートである。 インピーダンス測定に関連するパラメータを求めるプロセスの例のフローチャートである。 複数の測定インピーダンス軌跡と理論インピーダンス軌跡との交点の例である。 測定インピーダンス軌跡と理論インピーダンス軌跡との交点により規定される弦の例である。 回帰直線を求めるためのプロットの例である。

Claims (22)

  1. 被験者のインピーダンス分析に使用される複数のパラメータ値を求める方法であって、当該方法は、処理システムにおいて、
    ａ）複数のインピーダンス測定値を、対応する個数の周波数において求めること、
    ｂ）前記複数のパラメータ値の推定値を求めること、
    ｃ）前記複数のパラメータ推定値に基づいて複数の理論インピーダンス値を求めること、
    ｄ）前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較すること、
    ｅ）前記比較の結果に従って、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の少なくとも一つの変更方法を決定すること、
    ｆ）前記決定した方法に従って、前記少なくとも一つのパラメータ推定値を変更すること、
    を含み、前記複数のパラメータ値が、一つ以上の変更されたパラメータ推定値の少なくとも一部に基づいて求められる、方法。
  2. 当該方法は、コンピュータシステムにおいて、前記複数のパラメータ推定値を繰り返し変更することにより前記複数のパラメータ値を求めることを含む、請求項１記載の方法。
  3. 前記処理システムにおいて、前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較することは、
    ａ）前記複数のパラメータ推定値を使用して理論インピーダンス軌跡を求めること、
    ｂ）各インピーダンス測定値に関連する測定インピーダンス軌跡を求めること、
    ｃ）各測定インピーダンス軌跡と前記理論インピーダンス軌跡との交点を求めること、
    を含む、請求項１又は２記載の方法。
  4. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）各交点に関連するポイントを求めること、
    ｂ）当該ポイント群に少なくとも部分的に基づいて回帰直線を求めること、
    ｃ）前記変更方法を決定することであって、
    ｉ）前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置、及び
    ｉｉ）前記回帰直線の勾配、
    のうちの少なくとも一つに少なくとも部分的に基づいて前記変更方法を決定すること、
    を含む、請求項３記載の方法。
  5. 当該方法は、コンピュータシステムにおいて、
    ａ）各交点のポイントに関連する一対の弦を求めることであって、前記一対の弦は、前記理論インピーダンス軌跡が所定のインピーダンス値を表す位置までの距離を表すものである、一対の弦を求めること、
    ｂ）各一対の弦に関連するポイントを求めること、
    ｃ）当該ポイント群の値に従って前記回帰直線を求めること、
    を含む、請求項４記載の方法。
  6. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）４つのインピーダンス測定値をそれぞれの周波数について求めること、
    ｂ）各インピーダンス測定値を対応する理論インピーダンス値と比較すること、
    ｃ）前記比較の結果に少なくとも部分的に基づいて、前記変更方法を決定すること、
    を含む、請求項１乃至５のいずれか一項に記載の方法。
  7. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）各インピーダンス測定値を対応する理論インピーダンス値と比較して一つのポイントを求めること、
    ｂ）当該ポイント群に少なくとも部分的に基づいて回帰直線を求めること、
    ｃ）前記変更方法を決定することであって、
    ｉ）前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置、及び
    ｉｉ）前記回帰直線の勾配、
    のうちの少なくとも一つに少なくとも部分的に基づいて前記変更方法を決定すること、
    を含む、請求項６記載の方法。
  8. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記回帰直線と所定ポイントとの相対位置を求めること、
    ｂ）前記複数のパラメータ推定値のうちの所定の一つを変更するための前記変更方法を前記相対位置を使用して決定すること、
    を含む、請求項７記載の方法。
  9. 前記ポイント群のうちの少なくとも一つのポイントと前記回帰直線との相対位置を利用する当該方法では、
    ａ）前記回帰直線の勾配と、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つに基づく直線の勾配とを比較し、
    ｂ）前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つに対する前記変更方法を当該比較の結果を使用して決定する、請求項７又は８記載の方法。
  10. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１周波数でのインピーダンス測定値に基づくポイントを使用して、Ｒ０の推定値を変更すること、
    ｂ）第２周波数でのインピーダンス測定値に基づくポイントを使用して、Ｒ∞の推定値を変更すること、
    ｃ）前記回帰直線の勾配を使用してαの推定値を変更すること、
    のうちの少なくとも一つを含み、
    ここで、αは０〜１の間の値を有するものであり、Ｒ０は、ゼロの印加角周波数における理論インピーダンスであり、Ｒ∞は、無限大の印加角周波数における理論インピーダンスである、請求項７記載の方法。
  11. 当該方法は、前記処理システムにおいて、パラメータ値Ｒ０、Ｒ∞、及びαを推定することを含み、
    ここで、αは０〜１の間の値を有するものであり、Ｒ０は、ゼロの印加角周波数における理論インピーダンスであり、Ｒ∞は、無限大の印加角周波数における理論インピーダンスである、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の方法。
  12. 当該方法は、前記処理システムにおいて、前記理論インピーダンスを次式、
    Figure 2009502366
     を使用して求めることを含み、
    ここで上式において、Ｚは、角周波数ωにおけるインピーダンス測定値であり、Ｒ０は、ゼロ周波数における抵抗であり、Ｒ∞は、無限周波数における抵抗であり、τは時定数であり、αは０〜１の間の値を有するものである、請求項１乃至１１のいずれか一項に記載の方法。
  13. 当該方法は、前記処理システムにおいて、前記複数のパラメータ値を使用して、
    ａ）細胞内液に対する細胞外液の比、
    ｂ）前記被験者における組織浮腫の有無及び重症度のうちの少なくとも一つを表す指標、
    のうちの少なくとも一つを求めることを含む、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の方法。
  14. 当該方法は、コンピュータシステムにおいて、
    ａ）第１及び第２の人体セグメントに関連するパラメータ値を求めること、
    ｂ）各人体セグメントに関して、細胞内液に対する細胞外液の比を表すインデックスを求めること、
    ｃ）前記第１及び第２の人体セグメントに関する前記インデックスに基づいてインデックス比を求めること、
    ｄ）前記インデックス比を少なくとも一つの基準と比較すること、
    ｅ）組織浮腫の有無又は重症度を前記比較の結果に基づいて判断すること、
    を含む、請求項１乃至１３のいずれか一項に記載の方法。
  15. 当該方法は、コンピュータシステムにおいて、
    ａ）前記複数のパラメータ値、
    ｂ）前記細胞内液に対する細胞外液の比、
    ｃ）前記被験者における組織浮腫の有無及び重症度のうちの少なくとも一つを表す指標、
    のうちの少なくとも一つを表示することを含む、請求項１３又は１４に記載の方法。
  16. 当該方法は、前記処理システムにおいて、前記複数のインピーダンス測定値を測定機器から受信することを含む、請求項１乃至１５のいずれか一項に記載の方法。
  17. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）第１の電極群を使用して一つ以上の電気信号を前記被験者に印加することであって、前記一つ以上の電気信号は複数の周波数を有するものである、一つ以上の電気信号を印加すること、
    ｂ）前記印加された一つ以上の電気信号に従って、前記被験者に設けられた第２の電極群を通じて測定される電気信号の指標を求めること、
    ｃ）前記指標及び前記印加された一つ以上の電気信号に基づいて、前記複数の周波数の各々における瞬時インピーダンス値を求めること、
    ｄ）当該複数の瞬時インピーダンス値を使用してインデックスを求めること、
    を含む、請求項１乃至１６のいずれか一項に記載の方法。
  18. 当該方法は、前記処理システムにおいて、
    ａ）前記被験者に一つ以上の信号を印加するのに用いられる制御信号を生成すること、
    ｂ）前記被験者に印加される前記一つ以上の信号の指標を受信すること、
    ｃ）前記被験者について測定された一つ以上の信号の指標を受信すること、
    ｄ）当該受信された指標を使用して前記複数のインピーダンス測定値を求めること、
    を含む、請求項１乃至１６のいずれか一項に記載の方法。
  19. 被験者のインピーダンス分析に使用される複数のパラメータ値を求める装置であって、
    ａ）複数のインピーダンス測定値を、対応する個数の周波数において求め、
    ｂ）前記複数のパラメータ値の推定値を求め、
    ｃ）前記複数のパラメータ推定値に基づいて複数の理論インピーダンス値を求め、
    ｄ）前記複数の理論インピーダンス値を前記複数のインピーダンス測定値と比較し、
    ｅ）前記比較の結果に従って、前記複数のパラメータ推定値のうちの少なくとも一つのパラメータ推定値の少なくとも一つの変更方法を決定し、
    ｆ）前記決定した方法に従って、前記少なくとも一つのパラメータ推定値を変更する、
    ための処理システムを含む装置。
  20. 当該装置は、
    ａ）前記各周波数の交流電流を生成する電流源と、
    ｂ）前記生成された交流電流を被験者に供給する少なくとも２つの供給電極と、
    ｃ）前記被験者からの電圧を検出する少なくとも２つの測定電極と、
    ｄ）前記少なくとも２つの測定電極に接続されたセンサと、
    を含み、前記センサは、前記処理システムによってインピーダンス測定値を求めることができるように前記処理システムに接続されている、請求項１９記載の装置。
  21. 前記電流源は、前記各周波数の交流電流を、
    ａ）複数の信号を重畳することにより各周波数の交流電流を同時に生成すること、
    ｂ）各交流電流が順次、対応する周波数となるように複数の交流電流を生成すること、
    のうちの少なくとも一つによって生成する、請求項２０記載の装置。
  22. 当該装置は、請求項１乃至１８のいずれか一項に記載の方法を実行するためのものである、請求項１９乃至２１のいずれか一項に記載の装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014069030A (ja) * 2012-10-02 2014-04-21 Kyoto Prefectural Public Univ Corp 筋肉量測定方法及び筋肉量測定装置

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AUPQ113799A0 (en) 1999-06-22 1999-07-15 University Of Queensland, The A method and device for measuring lymphoedema
EP1827222A1 (en) 2004-11-26 2007-09-05 Z-Tech (Canada) Inc. Weighted gradient method and system for diagnosing disease
EP1948017B1 (en) 2005-10-11 2014-04-02 Impedimed Limited Hydration status monitoring
JP5431147B2 (ja) * 2006-05-30 2014-03-05 インぺディメッド リミテッド インピーダンス測定
WO2008064426A1 (en) 2006-11-30 2008-06-05 Impedimed Limited Measurement apparatus
ES2473278T3 (es) 2007-04-20 2014-07-04 Impedimed Limited Sonda y sistema de monitorización
US8750979B2 (en) * 2008-01-29 2014-06-10 St. Jude Medical, AB Method and implantable medical device (IMD) for monitoring permeability status of cell membranes
WO2010030225A1 (en) * 2008-09-09 2010-03-18 Fernando Seoane Martinez Method and apparatus for brain damage detection
WO2010051528A1 (en) * 2008-10-31 2010-05-06 Siemens Water Technologies Corp. Manifold block for reverse osmosis systems
AU2009311270B2 (en) * 2008-11-10 2014-10-30 Impedimed Limited Fluid indicator
JP5616900B2 (ja) 2008-11-28 2014-10-29 インぺディメッド リミテッドＩｍｐｅｄｉｍｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ インピーダンス測定処理
US8386028B2 (en) * 2009-03-24 2013-02-26 Biospace Co., Ltd. Method of analyzing body composition with measurement of voltage signals at multiple positions of body
JP5643829B2 (ja) 2009-10-26 2014-12-17 インぺディメッド リミテッドＩｍｐｅｄｉｍｅｄ Ｌｉｍｉｔｅｄ インピーダンス測定の分析において用いるための方法及び装置
CA2778770A1 (en) 2009-11-18 2011-05-26 Chung Shing Fan Signal distribution for patient-electrode measurements
CA2802505A1 (en) * 2010-07-02 2012-01-05 Impedimed Limited Tissue indicator determination
US9861293B2 (en) 2011-04-28 2018-01-09 Myolex Inc. Sensors, including disposable sensors, for measuring tissue
WO2012149471A2 (en) * 2011-04-28 2012-11-01 Convergence Medical Devices Devices and methods for evaluating tissue
AU2016293382B2 (en) * 2015-07-16 2021-03-25 Impedimed Limited Fluid level determination
CN107678543B (zh) * 2017-09-25 2020-06-16 南昌大学 一种基于电触觉设备的人手皮肤-电极生物阻抗模型参数估计方法
KR102042898B1 (ko) * 2017-10-31 2019-11-27 한국 한의학 연구원 다중 주파수 생체임피던스 측정을 이용한 건강정보 획득 장치 및 방법
CN114325104A (zh) * 2021-12-30 2022-04-12 长沙巨杉智能科技有限公司 岩矿石标本阻抗远程测量系统及方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1071130A (ja) * 1996-08-29 1998-03-17 Hitachi Ltd 体水分量測定装置
JPH1156800A (ja) * 1997-08-21 1999-03-02 Sekisui Chem Co Ltd 身体組成推計方法、身体組成推計装置及び身体組成推計プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体
JP2001070273A (ja) * 1999-09-03 2001-03-21 Tanita Corp 生体電気インピーダンス測定方法および身体組成測定装置

Family Cites Families (195)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR1344459A (fr) 1962-10-18 1963-11-29 Procédé et appareil pour l'étude électrique des organismes vivants
US4314563A (en) 1970-09-24 1982-02-09 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The Veterans Administration Apparatus for measuring relative changes in blood volume in a portion of an animal body to detect a venous occlusion
US3871359A (en) 1973-06-25 1975-03-18 Interscience Technology Corp Impedance measuring system
US3851641A (en) 1973-11-29 1974-12-03 J Toole Method and apparatus for determining internal impedance of animal body part
US3996924A (en) 1974-06-19 1976-12-14 Wheeler H Brownell Occlusive impedance phlebograph and method therefor
US4008712A (en) 1975-11-14 1977-02-22 J. M. Richards Laboratories Method for monitoring body characteristics
US4034854A (en) 1976-07-16 1977-07-12 M I Systems, Inc. Electrode package
US4184486A (en) 1977-08-11 1980-01-22 Radelkis Elektrokemiai Muszergyarto Szovetkezet Diagnostic method and sensor device for detecting lesions in body tissues
IL53286A (en) 1977-11-02 1980-01-31 Yeda Res & Dev Apparatus and method for detection of tumors in tissue
US4458694A (en) 1977-11-02 1984-07-10 Yeda Research & Development Co., Ltd. Apparatus and method for detection of tumors in tissue
DE2912349A1 (de) 1979-03-29 1980-10-16 Liebisch Geb Verfahren und vorrichtung zur bestimmung des feuchtigkeitszustandes der menschlichen haut
US4365634A (en) 1979-12-06 1982-12-28 C. R. Bard, Inc. Medical electrode construction
FR2486386A1 (fr) 1980-07-09 1982-01-15 Argamakoff Alexis Detecteur combine thermographique et impedancemetrique pour la detection precoce de tumeurs
US4407300A (en) 1980-07-14 1983-10-04 Davis Robert E Potentiometric diagnosis of cancer in vivo
JPS5772627A (en) 1980-10-21 1982-05-07 Tokyo Shibaura Electric Co Apparatus for detecting abnormal cell
US4942880A (en) 1981-01-28 1990-07-24 Ceske Vysoke Uceni Technicke V Praze Method for non-invasive electric diagnosis and therapy in hemodialysis and general medicine
US4407288B1 (en) 1981-02-18 2000-09-19 Mieczyslaw Mirowski Implantable heart stimulator and stimulation method
IL62861A (en) 1981-05-13 1988-01-31 Yeda Res & Dev Method and apparatus for carrying out electric tomography
CA1196691A (en) 1982-01-12 1985-11-12 Bradley Fry Reconstruction system and methods for impedance imaging
SE455043B (sv) 1982-04-22 1988-06-20 Karolinska Inst Anordning for overvakning av menniskokroppens vetskebalans genom metning av kroppens impedans
US4617939A (en) 1982-04-30 1986-10-21 The University Of Sheffield Tomography
US4450527A (en) 1982-06-29 1984-05-22 Bomed Medical Mfg. Ltd. Noninvasive continuous cardiac output monitor
GB2126732B (en) * 1982-09-02 1986-01-15 British Telecomm Impedance measurement in 4-wire to 2-wire converters
GB2131558B (en) 1982-11-05 1986-03-05 Walter Farrer Measuring potential difference
US4557271A (en) 1983-05-11 1985-12-10 Stoller Kenneth P Method and apparatus for detecting body illness, dysfunction, disease and/or pathology
US4468832A (en) 1983-06-24 1984-09-04 Libman Broom Company Refill sponge mop assembly
US4583549A (en) 1984-05-30 1986-04-22 Samir Manoli ECG electrode pad
US4646754A (en) 1985-02-19 1987-03-03 Seale Joseph B Non-invasive determination of mechanical characteristics in the body
US4688580A (en) 1985-07-11 1987-08-25 The Johns Hopkins University Non-invasive electromagnetic technique for monitoring bone healing and bone fracture localization
US4686477A (en) 1985-09-30 1987-08-11 Mobil Oil Corporation Multiple frequency electric excitation method and identifying complex lithologies of subsurface formations
US4763660A (en) 1985-12-10 1988-08-16 Cherne Industries, Inc. Flexible and disposable electrode belt device
US4899758A (en) * 1986-01-31 1990-02-13 Regents Of The University Of Minnesota Method and apparatus for monitoring and diagnosing hypertension and congestive heart failure
EP0249823B1 (de) 1986-06-16 1991-12-18 Pacesetter AB Vorrichtung zur Steuerung eines Herzschrittmachers mittels Impedanzmessung an Körpergeweben
CN1024161C (zh) 1987-09-05 1994-04-13 哈尔滨工业大学 检测和处理阻抗血流图的方法及装置
US4911175A (en) 1987-09-17 1990-03-27 Diana Twyman Method for measuring total body cell mass and total extracellular mass by bioelectrical resistance and reactance
US4895163A (en) 1988-05-24 1990-01-23 Bio Analogics, Inc. System for body impedance data acquisition
US4951682A (en) 1988-06-22 1990-08-28 The Cleveland Clinic Foundation Continuous cardiac output by impedance measurements in the heart
DE3821575A1 (de) * 1988-06-25 1989-12-28 Philips Patentverwaltung Anordnung zur naeherungsweisen bestimmung des ersatzschaltbildes eines elektrischen bzw. elektronischen bauelementes bei hohen frequenzen
US4952928A (en) 1988-08-29 1990-08-28 B. I. Incorporated Adaptable electronic monitoring and identification system
US4905705A (en) 1989-03-03 1990-03-06 Research Triangle Institute Impedance cardiometer
IL91193A (en) 1989-08-02 1996-01-19 Yeda Res & Dev Tumor detection system
GB9013177D0 (en) 1990-06-13 1990-08-01 Brown Brian H Real-time imaging, etc.
US5063937A (en) 1990-09-12 1991-11-12 Wright State University Multiple frequency bio-impedance measurement system
DE4100568A1 (de) 1991-01-11 1992-07-16 Fehling Guido Vorrichtung zur ueberwachung eines patienten auf abstossungsreaktionen eines implantierten organs
US5280429A (en) 1991-04-30 1994-01-18 Xitron Technologies Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance
US5197479A (en) 1991-05-13 1993-03-30 Mortara Instrument Automatic electrode channel impedance measurement system for egg monitor
US5588429A (en) 1991-07-09 1996-12-31 Rensselaer Polytechnic Institute Process for producing optimal current patterns for electrical impedance tomography
US5544662A (en) 1991-07-09 1996-08-13 Rensselaer Polytechnic Institute High-speed electric tomography
GB9116215D0 (en) 1991-07-26 1991-09-11 Nat Res Dev Electrical impedance tomography
US5309917A (en) 1991-09-12 1994-05-10 Drexel University System and method of impedance cardiography and heartbeat determination
GB2260416B (en) 1991-10-10 1995-07-26 Smiths Industries Plc Resistance monitors
US5415164A (en) 1991-11-04 1995-05-16 Biofield Corp. Apparatus and method for screening and diagnosing trauma or disease in body tissues
IL102300A (en) 1992-06-24 1996-07-23 N I Medical Ltd Non-invasive system for determining of the main cardiorespiratory parameters of the human body
US5372141A (en) 1992-07-01 1994-12-13 Body Composition Analyzers, Inc. Body composition analyzer
GB9222888D0 (en) 1992-10-30 1992-12-16 British Tech Group Tomography
ZA948393B (en) 1993-11-01 1995-06-26 Polartechnics Ltd Method and apparatus for tissue type recognition
WO1995024155A1 (en) 1994-03-11 1995-09-14 British Technology Group Limited Electrical impedance tomography
RU2112416C1 (ru) 1994-05-10 1998-06-10 Научно-исследовательский институт вычислительной техники Способ контроля состояния тканей или органов в послеоперационном периоде и устройство для его реализации
WO1995035060A1 (en) 1994-06-20 1995-12-28 Auckland Uniservices Limited Brain damage monitor
US5704355A (en) 1994-07-01 1998-01-06 Bridges; Jack E. Non-invasive system for breast cancer detection
US5505209A (en) 1994-07-07 1996-04-09 Reining International, Ltd. Impedance cardiograph apparatus and method
US5810742A (en) 1994-10-24 1998-09-22 Transcan Research & Development Co., Ltd. Tissue characterization based on impedance images and on impedance measurements
US5503157A (en) 1995-03-17 1996-04-02 Sramek; Bohumir System for detection of electrical bioimpedance signals
US5919142A (en) 1995-06-22 1999-07-06 Btg International Limited Electrical impedance tomography method and apparatus
NL1001282C2 (nl) 1995-09-26 1997-03-28 A J Van Liebergen Holding B V Inrichting voor slagvolumebepaling van een menselijk hart.
US5807272A (en) 1995-10-31 1998-09-15 Worcester Polytechnic Institute Impedance spectroscopy system for ischemia monitoring and detection
GB9524968D0 (en) 1995-12-06 1996-02-07 Brown Brian H Impedance pneumography
US6011992A (en) 1996-05-09 2000-01-04 Church Of Spirtual Technology System for measuring and indicating changes in the resistance of a living body
FR2748928A1 (fr) 1996-05-23 1997-11-28 Jabourian Artin Pascal Detecteur de troubles du rythme cardiaque
US5732710A (en) 1996-08-09 1998-03-31 R.S. Medical Monitoring Ltd. Method and device for stable impedance plethysmography
US5759159A (en) 1996-09-25 1998-06-02 Ormco Corporation Method and apparatus for apical detection with complex impedance measurement
RU2127075C1 (ru) 1996-12-11 1999-03-10 Корженевский Александр Владимирович Способ получения томографического изображения тела и электроимпедансный томограф
ES2142219B1 (es) 1997-03-06 2000-11-16 Nte Sa Procedimiento para determinar la composicion y calidad de sustancias de naturaleza carnica.
ES2151774B1 (es) 1997-03-06 2001-07-01 Nte Sa Aparato y procedimiento para la medida de volumenes y composicion corporal global y segmental en seres humanos.
US6248083B1 (en) 1997-03-25 2001-06-19 Radi Medical Systems Ab Device for pressure measurements
US5788643A (en) 1997-04-22 1998-08-04 Zymed Medical Instrumentation, Inc. Process for monitoring patients with chronic congestive heart failure
US6018677A (en) 1997-11-25 2000-01-25 Tectrix Fitness Equipment, Inc. Heart rate monitor and method
US6125297A (en) 1998-02-06 2000-09-26 The United States Of America As Represented By The United States National Aeronautics And Space Administration Body fluids monitor
US6173003B1 (en) 1998-03-26 2001-01-09 Visteon Global Technologies, Inc. Dither noise source with notched frequency spectrum
US6354996B1 (en) 1998-04-15 2002-03-12 Braun Gmbh Body composition analyzer with trend display
CA2231038C (en) 1998-05-05 2005-12-13 Leslie W. Organ Electrical impedance method and apparatus for detecting and diagnosing diseases
US6122544A (en) 1998-05-01 2000-09-19 Organ; Leslie William Electrical impedance method and apparatus for detecting and diagnosing diseases
BR9911866A (pt) 1998-07-06 2002-01-29 Aleksander Pastor Aparelho para avaliação de variações de impedância de pele
JP3778330B2 (ja) 1998-10-01 2006-05-24 株式会社デンソー 健康管理機器
US6845264B1 (en) 1998-10-08 2005-01-18 Victor Skladnev Apparatus for recognizing tissue types
US6228022B1 (en) 1998-10-28 2001-05-08 Sdgi Holdings, Inc. Methods and instruments for spinal surgery
JP4025438B2 (ja) 1998-11-10 2007-12-19 積水化学工業株式会社 身体組成推計装置
US6142949A (en) 1998-11-24 2000-11-07 Ortivus Ab Lead protection and identification system
US6317628B1 (en) 1999-01-25 2001-11-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system with painless defribillation lead impedance measurement
US6233473B1 (en) 1999-02-16 2001-05-15 Hologic, Inc. Determining body composition using fan beam dual-energy x-ray absorptiometry
US6497659B1 (en) 1999-04-09 2002-12-24 Spacelabs Medical, Inc. System for identifying a cable transmitting a signal from a sensor to an electronic instrument
AUPQ113799A0 (en) 1999-06-22 1999-07-15 University Of Queensland, The A method and device for measuring lymphoedema
KR100333166B1 (ko) 1999-07-29 2002-04-18 차기철 생체 전기 임피던스법을 이용한 간편 인체 성분 측정 장치 및 방법
JP3907353B2 (ja) 1999-08-26 2007-04-18 株式会社タニタ 生体インピーダンス測定装置
JP2001187035A (ja) 1999-12-28 2001-07-10 Tanita Corp 患部回復度判定装置
JP4064028B2 (ja) 2000-01-05 2008-03-19 株式会社タニタ 身体疲労度判定装置
US6292690B1 (en) 2000-01-12 2001-09-18 Measurement Specialities Inc. Apparatus and method for measuring bioelectric impedance
JP2001198098A (ja) 2000-01-21 2001-07-24 Tanita Corp むくみ測定方法及びむくみ測定装置
US20010025139A1 (en) 2000-01-31 2001-09-27 Pearlman Justin D. Multivariate cardiac monitor
GB0005247D0 (en) 2000-03-03 2000-04-26 Btg Int Ltd Electrical impedance method for differentiating tissue types
US6714814B2 (en) 2000-03-30 2004-03-30 Tanita Corporation Bioelectrical impedance measuring apparatus
JP4401529B2 (ja) 2000-04-10 2010-01-20 パナソニック株式会社 積層電圧計測装置
WO2001078005A2 (en) 2000-04-11 2001-10-18 Cornell Research Foundation, Inc. System and method for three-dimensional image rendering and analysis
US6496721B1 (en) 2000-04-28 2002-12-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Automatic input impedance balancing for electrocardiogram (ECG) sensing applications
JP2001321352A (ja) 2000-05-16 2001-11-20 Sekisui Chem Co Ltd 電気特性測定装置
WO2001087154A1 (en) 2000-05-18 2001-11-22 Nuvasive, Inc. Tissue discrimination and applications in medical procedures
AU2000246082A1 (en) 2000-05-21 2001-12-03 Transscan Medical Ltd. Apparatus for impedance imaging coupled with another modality
IL143418A (en) 2000-05-31 2004-09-27 Given Imaging Ltd Measurement of electrical properties of tissue
JP3792489B2 (ja) 2000-06-30 2006-07-05 株式会社タニタ 生体インピーダンス測定装置
US6964140B2 (en) 2000-07-03 2005-11-15 Walker Steven H Structural metal member for use in a roof truss or a floor joist
US6569160B1 (en) 2000-07-07 2003-05-27 Biosense, Inc. System and method for detecting electrode-tissue contact
JP3699640B2 (ja) 2000-08-01 2005-09-28 株式会社タニタ 多周波生体インピーダンス測定による体水分量状態判定装置
JP2002057651A (ja) 2000-08-11 2002-02-22 Advantest Corp 多重信号の物理量表示装置、方法、記録媒体
US7228170B2 (en) 2000-08-14 2007-06-05 Renal Research Institute, Llc Device and method for monitoring and controlling physiologic parameters of a dialysis patient using segmental bioimpedance
US7801598B2 (en) 2000-08-14 2010-09-21 Fresenius Medical Care Holdings, Inc. Device and method for the determination of dry weight by continuous measurement of resistance and calculation of circumference in a body segment using segmental bioimpedance analysis
US6768921B2 (en) 2000-12-28 2004-07-27 Z-Tech (Canada) Inc. Electrical impedance method and apparatus for detecting and diagnosing diseases
JP3947651B2 (ja) 2000-12-28 2007-07-25 株式会社タニタ 産後支援装置
DE10100569A1 (de) 2001-01-09 2002-07-11 Koninkl Philips Electronics Nv Treiberschaltung für Anzeigevorrichtung
JP2004526482A (ja) * 2001-02-05 2004-09-02 グルコセンス、インコーポレイテッド 血中グルコース濃度の決定方法
ITBO20010110A1 (it) 2001-03-01 2002-09-01 Tre Esse Progettazione Biomedi Procedimento e dispositivo impiantabile per la misura intrapolmonare di proprieta' fisiche del tessuto polmonare dipendenti dalla sua densit
US6631292B1 (en) 2001-03-23 2003-10-07 Rjl Systems, Inc. Bio-electrical impedance analyzer
US6931605B2 (en) 2001-03-28 2005-08-16 Council Of Scientific & Industrial Research Simulated circuit layout for low voltage, low paper and high performance type II current conveyor
US6511438B2 (en) 2001-04-03 2003-01-28 Osypka Medical Gmbh Apparatus and method for determining an approximation of the stroke volume and the cardiac output of the heart
JP2002330938A (ja) 2001-05-10 2002-11-19 Inax Corp 体脂肪計付便座装置
AUPR571801A0 (en) 2001-06-15 2001-07-12 Polartechnics Limited Apparatus for tissue type recognition using multiple measurement techniques
US6870109B1 (en) 2001-06-29 2005-03-22 Cadwell Industries, Inc. System and device for reducing signal interference in patient monitoring systems
US7044911B2 (en) 2001-06-29 2006-05-16 Philometron, Inc. Gateway platform for biological monitoring and delivery of therapeutic compounds
US6625487B2 (en) 2001-07-17 2003-09-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Bioelectrical impedance ECG measurement and defibrillator implementing same
JP3792547B2 (ja) 2001-07-19 2006-07-05 株式会社タニタ 生体測定装置
US6595927B2 (en) 2001-07-23 2003-07-22 Medtronic, Inc. Method and system for diagnosing and administering therapy of pulmonary congestion
US7191000B2 (en) 2001-07-31 2007-03-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac rhythm management system for edema
US20050137480A1 (en) 2001-10-01 2005-06-23 Eckhard Alt Remote control of implantable device through medical implant communication service band
US20050101875A1 (en) 2001-10-04 2005-05-12 Right Corporation Non-invasive body composition monitor, system and method
JP3947379B2 (ja) 2001-10-12 2007-07-18 積水化学工業株式会社 電気特性測定装置
AU2002235772A1 (en) 2001-12-12 2003-07-09 Fresenius Medical Care Deutschland Gmbh Determining the hydration status of a patient
JP3943955B2 (ja) 2002-02-25 2007-07-11 株式会社タニタ 深部静脈血栓症判定装置
JP3089347U (ja) 2002-04-17 2002-10-25 船井電機株式会社 体脂肪測定機能付きテレビ用リモコン
US6922586B2 (en) 2002-05-20 2005-07-26 Richard J. Davies Method and system for detecting electrophysiological changes in pre-cancerous and cancerous tissue
US6780182B2 (en) 2002-05-23 2004-08-24 Adiana, Inc. Catheter placement detection system and operator interface
US7096061B2 (en) 2002-07-03 2006-08-22 Tel-Aviv University Future Technology Development L.P. Apparatus for monitoring CHF patients using bio-impedance technique
DE10232018B4 (de) 2002-07-16 2008-05-21 Dräger Medical AG & Co. KG Verfahren und eine Vorrichtung zur Korrelationsbestimmung von Signalen eines elektrischen Impedanztomographen
US20040019292A1 (en) 2002-07-29 2004-01-29 Drinan Darrel Dean Method and apparatus for bioelectric impedance based identification of subjects
US20060125475A1 (en) * 2002-09-17 2006-06-15 Sodickson Daniel K Radio frequency impedance mapping
US7783345B2 (en) 2002-10-07 2010-08-24 Cnsystems Medizintechnik Gmbh Impedance-based measuring method for hemodynamic parameters
AU2002951925A0 (en) * 2002-10-09 2002-10-24 Queensland University Of Technology An Impedence Cardiography Device
EP1562471A4 (en) 2002-10-17 2009-03-25 Gen Hospital Corp SYSTEM FOR DETECTING ANOMALIES AND INCOHERENCES IN A BODY AND TECHNIQUE THEREFOR
EP1565105A4 (en) 2002-11-22 2009-04-01 Impedimed Ltd DETERMINING MULTI-FREQUENCY BIOELECTRIC IMPEDANCE
AU2003286047A1 (en) 2002-11-27 2004-06-18 Z-Tech (Canada) Inc. Eliminating interface artifact errors in bioimpedance measurements
GB0228375D0 (en) 2002-12-05 2003-01-08 Innovation And Entpr Off Of Wound mapping
EE04767B1 (et) 2002-12-06 2007-02-15 Tallinna Tehnika�likool Meetod ja seade elektrilise bioimpedantsi mõõtmiseks
US20040167423A1 (en) 2002-12-20 2004-08-26 Luana Pillon RXc graph and RXc Z-score graph methods
EP1437089B1 (en) 2003-01-09 2006-11-08 GE Healthcare Finland Oy Shield arrangement for ECG lead wires
JP3907595B2 (ja) 2003-02-25 2007-04-18 株式会社タニタ 静脈伸展性評価指標計測装置
US20060264775A1 (en) 2003-03-14 2006-11-23 Mills Gary N Methods of and apparatus for determining fluid volume presence in mammalian tissue
EP1517140A3 (en) * 2003-03-19 2005-04-06 TF Instruments GmbH Method and device for diagnostic investigation of biological samples
US7945318B2 (en) 2003-03-20 2011-05-17 Smithmarks, Inc. Peripheral impedance plethysmography electrode and system with detection of electrode spacing
US8045770B2 (en) 2003-03-24 2011-10-25 Cornell Research Foundation, Inc. System and method for three-dimensional image rendering and analysis
JP2004329412A (ja) 2003-05-02 2004-11-25 Tanita Corp 体組成測定装置
WO2005010640A2 (en) 2003-07-31 2005-02-03 Dst Delta Segments Technology, Inc. Noninvasive multi-channel monitoring of hemodynamic parameters
EP2382920A1 (en) 2003-08-20 2011-11-02 Philometron, Inc. Hydration monitoring
EP2604184B1 (en) 2003-09-12 2019-07-24 Renal Research Institute, LLC Method and apparatus for determining the circumference of a portion of a body segment
JP4600916B2 (ja) 2003-11-07 2010-12-22 株式会社タニタ シールドケーブル及びシールドケーブルを用いた生体電気インピーダンス値又は生体組成情報の取得装置
US20050113704A1 (en) 2003-11-26 2005-05-26 Lawson Corey J. Patient monitoring system that incorporates memory into patient parameter cables
US7184821B2 (en) 2003-12-03 2007-02-27 Regents Of The University Of Minnesota Monitoring thoracic fluid changes
KR20050072990A (ko) 2004-01-08 2005-07-13 황인덕 전기 임피던스 측정 장치
WO2005077260A1 (en) 2004-02-12 2005-08-25 Biopeak Corporation Non-invasive method and apparatus for determining a physiological parameter
JP2005253840A (ja) 2004-03-15 2005-09-22 Tanita Corp 肌状態推定装置
US20050261743A1 (en) 2004-05-19 2005-11-24 Kroll Mark W System and method for automated fluid monitoring
WO2005122888A1 (en) 2004-06-18 2005-12-29 The University Of Queensland Oedema detection
EP1768552A4 (en) 2004-06-21 2009-06-03 Aorora Technologies Pty Ltd HEART CONTROL SYSTEM
US8068906B2 (en) 2004-06-21 2011-11-29 Aorora Technologies Pty Ltd Cardiac monitoring system
JP4578187B2 (ja) 2004-08-31 2010-11-10 株式会社タニタ 子供用判定機能付き体組成計
US9820658B2 (en) 2006-06-30 2017-11-21 Bao Q. Tran Systems and methods for providing interoperability among healthcare devices
WO2006044868A1 (en) 2004-10-20 2006-04-27 Nervonix, Inc. An active electrode, bio-impedance based, tissue discrimination system and methods and use
US20060085048A1 (en) 2004-10-20 2006-04-20 Nervonix, Inc. Algorithms for an active electrode, bioimpedance-based tissue discrimination system
US7660617B2 (en) 2004-11-13 2010-02-09 The Boeing Company Electrical impedance tomography using a virtual short measurement technique
JP4645266B2 (ja) 2005-03-30 2011-03-09 オムロンヘルスケア株式会社 体脂肪測定装置
US20060224079A1 (en) 2005-03-31 2006-10-05 Washchuk Bohdan O Edema monitoring system and method utilizing an implantable medical device
GB2426824A (en) 2005-06-03 2006-12-06 Sheffield Teaching Hospitals Body tissue impedance measuring probe with wireless transmitter
EP1903938A4 (en) 2005-07-01 2010-01-20 Impedance Cardiology Systems I PULMONARY MONITORING SYSTEM
DE102005031752B4 (de) 2005-07-07 2017-11-02 Drägerwerk AG & Co. KGaA Elektroimpedanztomographie-Gerät mit Gleichtaktsignalunterdrückung
CA2615845A1 (en) 2005-07-20 2007-01-25 Impedance Cardiology Systems, Inc. Index determination
EP1754441B1 (en) 2005-08-17 2008-01-09 Osypka Medical GmbH Method and apparatus for digital demodulation in the measurement of electrical bioimpedance or bioadmittance
EP1948017B1 (en) 2005-10-11 2014-04-02 Impedimed Limited Hydration status monitoring
US7733224B2 (en) 2006-06-30 2010-06-08 Bao Tran Mesh network personal emergency response appliance
CN100423688C (zh) 2005-10-19 2008-10-08 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 抑制工频共模干扰的方法及装置
WO2007056493A1 (en) 2005-11-08 2007-05-18 Schumann Daniel H Device and method for the treatment of pain with electrical energy
JP5069878B2 (ja) 2006-07-19 2012-11-07 フクダ電子株式会社 静脈検査装置
WO2008064426A1 (en) 2006-11-30 2008-06-05 Impedimed Limited Measurement apparatus
US20090318778A1 (en) 2007-04-30 2009-12-24 Clifford Dacso Non-invasive monitoring of physiological measurements in a distributed health care environment
US20090105555A1 (en) 2007-04-30 2009-04-23 Dacso Clifford C Non-invasive monitoring of physiological measurements in a distributed health care environment
US20090076349A1 (en) 2007-09-14 2009-03-19 Corventis, Inc. Adherent Multi-Sensor Device with Implantable Device Communication Capabilities
US20090076343A1 (en) 2007-09-14 2009-03-19 Corventis, Inc. Energy Management for Adherent Patient Monitor
EP2194847A1 (en) 2007-09-14 2010-06-16 Corventis, Inc. Adherent device with multiple physiological sensors
AU2008207672B2 (en) 2008-02-15 2013-10-31 Impedimed Limited Impedance Analysis

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1071130A (ja) * 1996-08-29 1998-03-17 Hitachi Ltd 体水分量測定装置
JPH1156800A (ja) * 1997-08-21 1999-03-02 Sekisui Chem Co Ltd 身体組成推計方法、身体組成推計装置及び身体組成推計プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体
JP2001070273A (ja) * 1999-09-03 2001-03-21 Tanita Corp 生体電気インピーダンス測定方法および身体組成測定装置

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN6011059555; 岩野忠介、外６名: '生体組織インピーダンスの等価回路パラメータの推定' 信学技法 Ｖｏｌ．９４，　Ｎｏ．１６９, 199407, ｐ．８５-９２, 社団法人電子情報通信学会 *
JPN6011059556; 中村隆夫、外２名: '身体運動時の生体インピーダンス解析のための高時間分解能測定システム' 信学技法 Ｖｏｌ．１０４，　Ｎｏ．１７９, 200407, ｐ．９-１２, 社団法人電子情報通信学会 *

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014069030A (ja) * 2012-10-02 2014-04-21 Kyoto Prefectural Public Univ Corp 筋肉量測定方法及び筋肉量測定装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20080270051A1 (en) 2008-10-30
EP1912563A4 (en) 2010-09-01
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